## Rancang Bangun Sistem Pengendali Tegangan Stimulasi

## Elektrostimulator Otomatis Berbasis Resistansi Tubuh
Adi Prasetyo Hutomo 1 , Suhariningsih 2 , Suryani Dyah Astuti* 1,2
1 Teknik Biomedik, Sekolah Pascasarjana, Universitas Airlangga, Surabaya 60286, Indonesia
2 Departemen Fisika, Fakultas Sains dan Teknologi, Universitas Airlangga, Surabaya 60115, Indonesia
e-mail: 1 adiphutomo@gmail.com, 2 suhariningsih@fst.unair.ac.id,
3 suryanidyah@fst.unair.ac.id

## Abstrak
Pada    penelitian    ini,    dibuat    desain    alat    elektrostimulator    yang    mengeluarkan    bentuk gelombang spike-eksponensial  monofase. Sistem kontrol  elektrostimulator  dilakukan  dengan menggunakan dua frekuensi dan enam belas tingkat tegangan  keluaran dengan batas bawah sebesar  45  Volt  dan  batas  atas  sebesar  400  Volt.  Penentuan  tegangan  stimulasi  secara otomatis  dilakukan  dengan  pengukuran  nilai  resistansi  tubuh.  Nilai  resistansi  tubuh  yang dijadikan  umpan  balik  sistem  bergantung  dari  nilai  frekuensi  stimulasi  yang  diberikan . Penentuan nilai resistansi sebagai umpan balik sistem pada tiap frekuensi ditentukan dengan membagi  nilai  rerata  nilai  ambang  sakit  dengan  rerata  nilai  resistansi,  sehingga  diperoleh arus  stimulasi  pada  tiap  frekuensi  yaitu  0.01mA  pada  frekunsi  4  Hz  dan  0.09  mA  pada frekuensi 100 Hz. Berdasarkan V Eff pada tiap tingkat pada masing-masing frekuensi dan arus stimulasi pada tiap frekuensi tersebut maka dapat ditentukan nilai resistansi pada tiap tingkat pada  tiap  frekuensi  yang  akan  dijadikan  sebagai  umpan  balik  sistem . Elektrostimulator  ini memiliki  ketepatan  penentuan  tegangan  stimulasi  dengan  error  pungukuran  resistansi  tubuh sebesar  1%.  Studi  yang  telah  dilakukan  menunjukan  bahwa  alat  elektrostimulator  yang diwujudkan  memiliki  akurasi  yang  baik  dan  memiliki  keuntungan  di  nilai  tegangan  puncak yang    tinggi    dan    arus    efektif    yang    rendah,    sehingga    dapat    dipertimbangkan    karena memberikan kenyamanan dan keamanan pada peralatan terapi medis.
Kata kunci — Elektrostimulator, Elektrostimulator Otomatis, Otomatiasasi Tegangan Stimulasi

## Abstract
In   this   study,   electrical   stimulator   design   using   monophasic   spike-exponential waveformis proposed. The electrical stimulation control system is done using two frequencies (4  Hz  and  100 Hz) and  sixteen peak voltage  stage  with  the lower limit  of  45 Volt  and  upper limit  of  400 Volt. The decision of  stimulation voltage is  selected  automatically by  measuring the  body resistance.  Body resistance value which became  as a  system feedback is  depended on  given  stimulation  frequency.  The  determination  is  done  by  dividing  the  pain  threshold mean  value  with  body  resistance  mean  value,  thus  stimulation  current  on each frequency is obtained  (0,01  mA  in  frequency  of    4  Hz  and  0,09  in  frequency  of  100  Hz).  Based  on  every VRMS  stage  on  each  stimulation  frequency  and  current,  thus  it  can  be  determined  the resistance value on each stage that can be became as a system feedback. The error value of electrical stimulation determine system is about 1%. This study proved that designed accurate electrical stimulator has  benefit in  high  V P and low V Eff , thus, it can be considered in giving comfortable and safety in medical therapy equipment.
Keywords— Electrical Stimulator, Automation Electrical Stimulator, Automation of Stimulation  Voltage

## 1.    PENDAHULUAN
Elektrostimulator merupakan suatu perangkat  elektronik  yang  menghasilkan gelombang  listrik  yang  memiliki  bentuk gelombang,  amplitudo,  frekuensi  dan  lebar pulsa tertentu yang digunakan untuk menstimulasikan pada tubuh manusia (Peckham  And  Knutson,  2005;  Cheryl  L. Lynch  And  Milos  R.  Popovic,  2008). Amplitudo  adalah  nilai  tegangan  puncak dalam  fase  yang  disampaikan  oleh  masing- masing pulsa, sedangkan lebar pulsa merupakan  lama  waktu  stimulus  per  siklus, keduanya  menghasilkan  jumlah  aliran  ion untuk    memicu    potensial    aksi    yang mengontrol kekuatan kontaksi otot (Thrasher et  al. ,  2009;  Sabut et  al. ,  2011).  Frekuensi stimulasi  merupakan  faktor  penting  untuk mengontrol  jenis  kontraksi  otot  dan  jumlah kontraksi  yang  diproduksi  (Vromans,  2017). Berbagai  parameter  gelombang  tersebut merupakan  penentu  keberhasilan  terapi (Jailani and Tokhi, 2012).
Sebagai alat terapi, perangkat elektrostimulator   sering   digunakan   untuk meningkatkan kekuatan otot (Mangold et al. , 2005;  S. et  al. ,  2008),  melancarkan  sirkulasi darah  (Gerrits et  al. ,  2001;  Thijssen et  al. , 2006, 2010), mengurangi sakit (nyeri) (Price and  Pandyan,  2001;  Koyuncu,  2010)  dan pemulihan  jaringan  yang  rusak  (Itoh et  al. , 2008;  Young,  Hampton  and  Tadej,  2011). Parameter  dalam  elektrostimulator  adalah bentuk   gelombang,   amplitudo,   frekuensi, lebar pulsa dan waktu terapi, masing-masing parameter  dalam  elektrostimulator  tersebut merupakan  variable  yang  mempengaruhi dosis energi terapi
menggunakan elektrostimulator. Bentuk gelombang monofase
merupakan  bentuk  gelombang  yang  paling efektif  untuk  pembangkitan  potensial  aksi, jika dibandingkan dengan bentuk gelombang yang   lain   (Merrill,   Bikson   and   Jefferys, 2005).  Bentuk  gelombang  square  monofase merupakan  bentuk  gelombang  yang  paling umum digunakan secara klinis dan memberikan  hasil  yang  memuaskan  untuk segala        jenis        terapi        menggunakan elektrostimulator (Balakatounis,
2011; Masdar,  Ibrahim and Jamil,  2012; Jie et  al. ,
2016).  Namun,  bentuk  gelombang  square monofase  memiliki  beberapa  efek  samping, seperti   korosi   pada   elektroda   yang   dapat
menjadi racun (Merrill, Bikson and Jefferys,
2005), kulit terbakar, kelelahan otot,
kerusakan  jaringan  (Martínez-Rodríguez et al. ,  2013;  Popović,  2014) dan  efek samping tersebut  disebabkan  karena  tegangan  efektif yang dihasilkan tinggi. Pada bentuk gelombang  square  monofase,  nilai  tegangan efektif  yang  dihasilkan  tidak  jauh  berbeda dengan tegangan puncaknya. Untuk mendapatkan  efektivitas  terapi  yang  baik menggunakan  bentuk  gelombang  square monofase  dan  untuk  menghindari  efek samping  yang  dihasilkan,  maka  dalam penelitian  ini  bentuk  gelombang  yang digunakan adalah spike-eksponensial monofase. Stimulasi listrik menggunakan elektrostimulator bertujuan untuk membangkitkan  potensial  aksi.  Mekanisme pembangkitan potensial aksi sangat bergantung  pada  energi  yang  diberikan. Apabila  energi  yang  diberikan  terlalu  kecil, maka  energi  yang  diberikan  tersebut  tidak akan  mampu  menghasilkan  potensial  aksi yang  diharapkan.  Hal  ini  terkait  dengan mekanisme   pembangkitan   potensial   aksi yang  bersifat  tuntas  atau  gagal  ( all  or  none ) (Guyton  Arthur  and  Hall,  2007),  yakni  bila level  energi  yang  diberikan  di  atas  energi ambang   akan   dihasilkan   potensial   aksi secara  menyeluruh,  namun  bila  energi tersebut di bawah energi ambang  maka tidak akan  terjadi  potensial  aksi  (Ganong,  2002). Untuk  memastikan  agar  stimulasi  listrik menggunakan elektrostimulator berjalan efektif,  maka  level  energi  stimulasi  yang diberikan   harus   berada   di   atas   energi ambang stimulasi.
Pemberian  dosis  energi  stimulasi  yang berlebihan           dapat           mengakibatkan ketidakamanan bagi pasien. Energi stimulasi yang berlebihan dapat mengakibatkan polarisasi    di    sekitar    elektroda.    Polarisasi yang  terjadi  dapat  menyebabkan  korosi  pada elektroda,  sehingga  dikhawatirkan  dapat meracuni  tubuh  pasien  (Merrill,  Bikson  and Jefferys,  2005).  Selain  itu,  energi  stimulasi yang  berlebihan  juga  dapat  mengakibatkan kerusakan  otot  di  sekitar  daerah  yang distimulasi    (Clair-Auger,    Collins    and Dewald, 2012) atau bahkan dapat menyebabkan  fibrilasi  jantung  (Carr  and Brown, 1998).
Penelitian    ini    bertujuan    untuk menghasilkan  suatu  perangkat  elektrostimulator
dengan  bentuk  gelombang  keluaran  spike- eksponensial    monofase    yang    penentuan tegangan    stimulasinya    dilakukan    secara otomatis.  Penentuan  tegangan  stimulasi  secara otomatis  tersebut  ditentukan  berdasarkan  nilai resistansi  tubuh  di  antara  kedua  elektroda. Penentuan  tegangan  stimulasi  secara  otomatis diharapkan  dapat  meningkatkan  ketepatan tegangan  stimulasi,  sehingga  dengan  tegangan stimulasi  optimal  yang  diberikan  tersebut  maka efektivitas  terapi  dapat  ditingkatkan.  Tegangan stimulasi  optimal  yang  dimaksud  adalah tegangan  stimulasi  yang  berada  di  antara  nilai ambang stimulasi dan nilai ambang sakit.

## 2.1 Bentuk Gelombang Elektrostimulator
Bentuk  gelombang  elektrostimulator merupakan  kurva  tegangan  terhadap  waktu. (Kawitana  and  Prijo,  2012)  Pada  umumnya gelombang yang dihasilkan elektrostimulator adalah  pulsa square monofase  dengan  lebar pulsa  relatif  kecil.  Bentuk  pulsa square monofase  memiliki  keunggulan  dalam  hal membangkitkan    potensial    aksi    tetapi memiliki  potensi  menyebabkan  polarisasi yang  dapat  mengakibatkan  korosi  pada elektroda   (Merrill,   Bikson   and   Jefferys, 2005).    Sebagai    solusi    dari    permasalahan yang  terjadi,  pada  penelitian  ini  digunakan bentuk       gelombang       spike-eksponensial monofase.
Tegangan
efektif elektrostimulator  bergantung  dari  bentuk gelombang  yang  dihasilkan.  Untuk  bentuk gelombang    spike-eksponensial    monofase
elektro-akupunktur peranan frekunsi sedemikian    penting.    Hal    ini    berkaitan dengan  tujuan  perlakuan  yang  diberikan. Pemakaian  frekuensi  rendah  bertujuan  untuk meningkatkan  energi  (tonifikasi),  sedangkan frekuensi  tinggi  untuk  melemahkan  (sedasi), bahkan  dengan  frekuensi  yang  lebih  tinggi dapat  diperoleh  efek  anestesi  (Zhaomin, Jingsheng and Yueguang, 2002) .
Pada  umumnya  frekuensi tinggi  memberikan sensasi  rasa  yang  lebih  lembut  seperti  efek kesemutan, sedangkan pada frekuensi rendah memberikan  sensasi  rasa  seperti  ditekan (Sluka and Walsh, 2003).

## 2.2 Amplitudo Elektrostimulator
Amplitudo  elektrostimulator  berkaitan dengan  besarnya  tegangan  yang  dihasilkan perangkat   tersebut   (Kawitana   and   Prijo, 2012),  sehingga  amplitudo  elektrostimulator memiliki   kesamaan   arti   dengan   tegangan puncak  stimulasi.  Pada  umumnya  stimulasi listrik dapat dihasilkan dengan cara pemberian    tegangan    konstan    atau    arus konstan  (Doucet,  Lam  and  Griffin,  2012). Seperti  diketahui  karena  tubuh  memiliki resistansi    dan   impedansi    tertentu    (Barr, 2007),   maka   pemberian   tegangan   listrik tersebut akan menimbulkan aliran arus listrik sebanding  dengan  tegangan  dan  berbanding terbalik  terhadap  resistansi  (Kawitana  and Prijo, 2012).
Besarnya  amplitudo  yang  diberikan sangat    berpengaruh    terhadap    efektivitas
� � 1/2 terapi, semakin tinggi yang diberikan berarti
berlaku       persamaan ��� = 1,177 √ , dengan   V eff adalah   tegangan   efektif,   V p adalah   tegangan   puncak,   t 1/2 adalah   lebar pulsa  (waktu  paruh)  dan  T  adalah  periode. Berdasarkan    persamaan    tersebut,    maka bentuk  pulsa  spike-eksponensial  monofase memiliki  tegangan  efektif  yang  jauh  lebih kecil  dari  tegangan  puncaknya.  Hal  ini mengakibatkan  arus  efektif  yang  dihasilkan oleh    elektrostimulator    menjadi    kecil, sehingga  dapat  memenuhi  standar  keamanan instrumentasi medis.

## 2.2 Frekuensi Elektrostimulator
Frekuensi  elektrosimulator  adalah jumlah gelombang yang diberikan per satuan
waktu tertentu yang dinyatakan dalam satuan Hz   (Kawitana   and   Prijo,   2012).   Dalam
semakin  meningkat  pula  energi  listrik  yang ditransfer  ke  dalam  tubuh  pasien  (Kawitana and    Prijo,    2012).    Namun    pemberian intensitas  yang  berlebihan  juga  mengandung resiko  terjadinya  ionisasi  pada  di  sekitar pemasangan  elektroda  (Merrill,  Bikson  and Jefferys,    2005),    maupun    kemungkinan adanya  efek  fibrilasi  pada  jantung  (Carr  and Brown,  1998).  Jika  tegangan  keluaran tertinggi  elektrostimulator lebih  dari  40  volt, maka  arus  keluaran  elektrostimulator  tidak boleh  lebih  dari  1  mA  (Zhaomin,  Jingsheng and   Yueguang,   2002).   Pembatasan   arus listrik  keluaran  dari  elektrostimulator  ini sesuai  dengan  standar  keamanan  alat  medis secara  umum,  yaitu  arus  efektif  yang dihasilkan  harus  berada  di  bawah  5   mA
(Carr and Brown, 1998).
( 2.4 Lebar Pulsa Elektrostimula tor Pada  rangkaian  pembagi  tegangan  berlaku ��� �� Lebar    pulsa    pada    elektrostimulator persamaan �� �� ��� � = × �� ����� + �� ������ �� ���� �� × �� ����� � merupakan   variabel   yang   sangat   penting untuk diamati. Pada bentuk pulsa monofase, ����� ,   sehingga ��� � = ����� . − �� ���� �� ) lebar  pulsa  merupakan  lama  waktu  ketika pulsa  berada  pada  posisi  maksimal  ( high ). Sedangkan  pada  bentuk  pulsa  bifase,  lebar pulsa adalah lama waktu ketika pulsa berada pada fase positif dan fase negatif.
Pemilihan  lebar  pulsa  yang  relatif  kecil memudahkan   analisis   respon   sel   terhadap rangsangan  karena  artefak  yang  relatif tipis/tajam    (Kawitana    and    Prijo,    2012). Tetapi   jika   terlalu   kecil,   energi    yang diberikan     tidak     mampu     menghasilkan potensial    aksi    yang    diharapkan.    Hal    ini terkait  dengan  mekanisme  pembangkitan potensial aksi yang bersifat tuntas atau gagal ( all   or   none )   (Guyton   Arthur   and   Hall, 2007), yakni bila level energi yang diberikan di   atas   energi   ambang   akan   dihasilkan potensial   aksi   secara   menyeluruh,   namun bila  energi  tersebut  di  bawah  energi  ambang maka    tidak   akan    terjadi    potensial    aksi (Ganong,  2002).  Lebar  pulsa  yang  sempit akan memberikan rasa yang tidak
menyakitkan  kepada  pasien  (Doucet,  Lam and  Griffin,  2012).  Akan  tetapi  pemberian lebar pulsa yang lebih lebar dapat memberikan  kontraksi  yang  lebih  besar (Doucet,    Lam    and    Griffin,    2012).    Lebar pulsa  yang  besar  juga  mengakibatkan  resiko terjadinya    kelelahan    otot    (Grill    and Mortimer,  1996;  Kesar,  Chou  and  Binder- Macleod,  2008;  Clair-Auger,  Collins  and Dewald, 2012).

## 2.5 Sistem Pengukuran Resistansi Tubuh
Rangkaian  pengukur  resistansi  tubuh manusia  yang  digunakan  adalah  rangkaian pembagi  tegangan.  Rangkaian  pembagi tegangan dipilih karena konstruksi rangkaiannya  yang  sederhana,  akan  tetapi memiliki  kehandalan  yang  baik.  Rangkaian pembagi  tegangan  secara  sederhana  dapat dilakukan    dengan    menyusun    beberapa resistor (R) secara seri (Sutrisno, 1986).
Rangkaian  pembagi  tegangan  yang diwujudkan   dalam   penelitian   ini   tersusun atas dua buah resistor, yakni resistor konstan dan   resistor   tubuh   manusia   itu   sendiri.
Rangkaian       pembagi       tegangan       yang diwujudkan dalam penelitian ini menggunakan  sumber  arus  DC,  sehingga tegangan  yang  digunakan  tidak  boleh  terlalu besar  dan  pengukuran  resistansi  tubuh manusia  harus  dilakukan  dalam  waktu sesingkat mungkin agar tidak terjadi polarisasi  di  sekitar  elektroda.  Rangkaian pembagi  tegangan  yang  digunakan  untuk membaca  resistansi  tubuh  akan  ditunjukkan pada Gambar 1.
Gambar 1. Rangkaian pembagi tegangan

## 3.     METODE PENELITIAN

## 3.1  Diagram Blok
Sistem    kerja    elektrostimulator    ini diawali  dengan  mengatur  nilai  frekuensi stimulasi  dan  kemudian  mengukur  resistansi tubuh  diantara  kedua  elektroda.  Nilai resistansi  tubuh  terukur  akan  digunakan sebagai  informasi  untuk  mengatur  tingkat tegangan  stimulasi,  sehingga  sistem  akan menentukan tegangan stimulasi secara otomatis.    Perbedaaan    nilai    frekuensi stimulasi  mengakibatkan  perbedaan  nilai resistansi  yang  digunakan  sebagai  umpan balik,  sehingga  perlu  dilakukan  pengaturan frekuensi  terlebih  dahulu.  Pengukuran  nilai resistansi dilakukan dengan mengukur tegangan keluaran rangkaian pembagi tegangan  dengan  menggunakan  pin  A0  pada Arduino  Uno  dan  kemudian  melakukan konversi    nilai    tegangan    keluaran    menjadi nilai  resistansi  tubuh  dengan  menggunakan
� � �� � � × ��� � �����
Tubuh  dapat  dianalogikan  sebagai  resistor karena  tubuh  manusia  memiliki  resistansi.
persamaan �� � � ℎ = ( ��� � � � − � � � � � � . Nilai )
resistor  konstan  (R konstan )  yang  digunakan adalah    1    MΩ    dan    nilai    tegangan    input (V input ) yang digunakan adalah 5 VDC. Pada    sistem    ini,    bentuk    gelombang spike-eksponensial  di  awali  dari  sinyal persegi yang dihasilkan oleh osilator NE555. Pengaturan  lebar  pulsa  dan  frekuensi  diatur dengan  merubah  kombinasi  resistor  dan kapasitor  pada  rangkaian  osilator  NE555. Keluaran  osilator  ini  dihubungkan  dengan driver sinyal yang digunakan untuk mengendalikan  rangkaian  penguat/pelipat tegangan berupa transformator yang dikendalikan  transistor  daya.  Selain  penguat tegangan,   transformator   dapat   difungsikan
sebagai isolator sinyal DC. Output transformator akan dikendalikan oleh pengontrol tegangan. Arduino UNO digunakan untuk mengontrol kenaikan tegangan  yang  meningkat  setiap  satu  detik. Setelah  tegangan  stimulasi  sesuai  dengan kebutuhan  terapi,  maka  pin  5  Arduino  Uno akan  berlogika high dan  akan  mengunci tegangan  stimulasi  kemudian  proses  terapi dimulai. Penentuan tegangan stimulasi ditentukan   berdasarkan   hasil   pengukuran nilai resistansi tubuh diantara kedua elektroda. Sistem diagram blok FES ditunjukkan pada Gambar 2. 3.2  Desain Instrumentasi Gambar 2. Diagram blok rangkaian gelombang,   amplitudo   (Vp),   frekuensi   (f) dan   waktu   paruh   (t 1/2 ).   Pengukuran   nilai
Untuk    menghasilkan    amplitudo    pada bentuk gelombang spike-eksponensial monofase sesuai   dengan   yang   diinginkan,   maka   perlu dilakukan  pengaturan  lebar  pulsa  pada  sinyal persegi.   Dalam   desain   ini,   amplitudo   yang diinginkan  adalah  400  volt,  sehingga  setiap frekuensi  memiliki  lebar  pulsa  yang  berbeda. Pengatur
tegangan
elektrostimulator dikendalikan  oleh  multiplexer  4-bit,  sehingga diperoleh 16 tingkat  tegangan keluaran dengan batas bawah 45 Volt dan batas atas adalah 400 Volt.  Grafik  peningkatan  tegangan  pada  sistem ini ditunjukkan pada Gambar 3.
Gambar 3. Kenaikan tegangan stimulasi (Vp) pada tiap tingkat
3.3   Pengambilan Data
Semua       parameter       sinyal       diukur menggunakan osiloskop (Atten ® Instruments AT     7340     40MHz),     termasuk     bentuk
ambang   stimulasi   dan   nilai   ambang   sakit dilakukan  dengan  mencatat  tegangan  efektif ketika   naracoba   merasakan   stimulasi   dan merasakan   sakit   ketika   diberi   stimulasi listrik.    Sedangkan    pengukuran    resistansi tubuh  diantara  kedua  elektroda  dilakukan dengan  alat  ukur  resistansi  hasil  rancangan sistem.

## 4     HASIL DAN PEMBAHASAN
Sistem  elektrostimulator  berawal  dari sinyal  persegi  yang  dihasilkan  oleh  osilator NE555,  sehingga  dapat  diatur  frekuensi maupun  lebar  pulsanya.  Pengaturan  lebar pulsa  pada  tiap  frekuensi  dilakukan  agar dihasilkan tegangan puncak spike eksponensial  sebesar  400  volt.  Hal  ini dilakukan  agar  tegangan  puncak  (V P )  pada tiap  tingkatan  pengatur  tegangan  pada masing-masing      frekuensi      memiliki      nilai yang  sama.  Pengaturan  lebar  pulsa  pada osilator  NE555  dilakukan  dengan  mengatur nilai  resistor  dan  kapasitor  pada  rangkaian osilator.  Pada  frekuensi  4  Hz,  nilai  resistor (R A )  adalah  15  kΩ  dan  kapasitor  22  µF  dan pada  frekuensi  100  Hz,  nilai  resistor  (R A ) adalah 13 kΩ dan kapasitor 1 µF. Sedangkan nilai  resistor  (R B )  untuk  kedua  frekuensi adalah  680  kΩ.  Gambar  rangkaian  osilator NE555  terdapat  pada  skema  rangkaian elektrostimulator   yang  menghasilkan  bentuk
eksponensial  monofase,  dengan  lebar  pulsa INH    A    B    C (s) Tegangan
sangat  sempit  tetapi  memiliki  tinggi  pulsa
0 0 0 0 Ch 1 0 1
yang  sangat  tinggi.  Pada  keluaran  OT240
0 0 0 1 Ch 1 1 2
dipasang 16 resistor yang disusun secara seri
0 0 1 0 Ch 1 2 3
yang  berfungsi  sebagai  pembagi  tegangan,
0 0 1 1 Ch 1 3 4
dimana   tiap   tegangan   keluarannya   akan
0 1 0 0 Ch 1 4 5
gelombang  spike-eksponensial  monofase  pada       Gambar 4.(a).
Gambar 4. (a). Skema rangkaian elektrostimulator yang menghasilkan bentuk gelombang spike- eksponensial monofase. (b) Rangkaian driver relay elektrostimulator
Keluaran  dari  osilator  NE555  memiliki lebar  pulsa high yang  lebih  dominan, sehingga  dibutuhkan  gerbang  logika  NAND untuk membalik polaritas sinyal. Resistor 47 kΩ  berfungsi  agar  arus  yang  ditarik  dari keluaran  gerbang  logika  NAND  kecil, sehingga  ketahanan  dan  stabilitasnya  dapat dijamin.  Hal  ini  dapat  dilakukan  karena penguat  arus  dengan  transistor  yang  disusun secara  darlington  tidak  membutuhkan  arus yang  besar  pada  basis  transistor.  Dua  buah transistor NPN yang disusun secara darlington  akan  mengendalikan  rangkaian penguat  tegangan  berupa  transformator OT240.  Agar  transformator  OT  240  dapat menguatkan  tegangan,  maka  transformator akan  difungsikan  sebagai  transformator step up .  Selain  itu,  tranformator  OT240  juga berfungsi  sebagai  rangkaian  isolasi  sinyal DC, sehingga keamanan terapi dapat dijamin karena    sinyal    DC    dapat    menyebabkan polarisasi   pada   tubuh.   Tegangan   keluaran
dihubungkan dengan relay yang ditunjukkan pada Gambar 4.(b).
Multiplexer          digunakan          untuk mengendalikan  driver  relay,  sehingga  dapat ditentukan  relay  mana  saja  yang  akan  aktif. Multiplexer    yang    digunakan    adalah    IC CD4051  yang  merupakan  IC  multiplexer  3- bit, sehingga dapat digunakan untuk mengendalikan   8   keadaan.   Dua   buah   IC CD4051  akan  dimodifikasi  agar  dapat difungsikan     sebagai     multiplexer     4-bit, sehingga  dapat  mengendalikan  16  keadaan. Agar  IC  CD4051  dapat  berfungsi  sebagai multiplexer   4   bit   maka   perlu   dilakukan pengaturan  level  tegangan  ( high dan low ) pada pin inhibit (INH), pin A, pin B dan pin C  pada  IC  CD4051.  Tabel  kebenaran  dua buah   IC   CD4051   agar   dapat   berfungsi sebagai multiplexer 4 bit akan disajiakn pada Tabel 1.
Tabel 1. Tabel kebenaran IC CD4051 4-bit
Input States           “ON”
transformator   ini   berbentuk   sinyal   spike- Channel
Level
0 1 0 1 Ch 1 5 6 menghasilkan  torsi  maksimum  yang  dapat 0 1 1 0 Ch 1 6 7 menyebabkan    kontraksi    otot    (Grill    and 0 1 1 1 Ch 1 7 8 Mortimer,  1996;  Doucet,  Lam  and  Griffin, 1 0 0 0 Ch 2 0 9 2012).    Konversi    tegangan    puncak    pada 1 0 0 1 Ch 2 1 10 Gambar   2   menjadi   tegangan   efektif   akan 1 0 1 0 Ch 2 2 11 disajukan pada Gambar 5. 1 0 1 1 Ch 2 3 12 1 1 0 0 Ch 2 4 13 1 1 0 1 Ch 2 5 14 1 1 1 0 Ch 2 6 15 1 1 1 1 Ch 2 7 16
spike-eksponensial monofase tegangan efektinya        dapat diketahui dengan
Keterangan: Ch 1 0 – Ch 1 7 adalah keluaran dari IC CD4051  (1)  dan  Ch 2 0  –  Ch 2 7  adalah  keluaran dari IC CD4051 (2).
Sistem pengaturan tegangan yang diwujudkan  dikondisikan  secara  berjenjang, sehingga  saat  memberikan  stimulasi  akan dimulai  dari  kondisi  terendah  yaitu  45  Volt ke  kondisi  yang  lebih  tinggi  tegangan stimulasinya  dan  tegangan  tertinggi  bernilai 400  Volt.  Hal  ini  dilakukan  agar  tegangan stimulasi      dapat      disesuaikan      dengan
terapi  menggunakan  stimulator  tidak  merasa kaget    atau    bahkan    merasa    kesakitan, sehingga diperoleh keamanan dan kenyamanan  pada  saat  melakukan  terapi. Pengaturan  kenaikan  tegangan  pada  tiap jenjang dapat dilihat pada Gambar 3.
Grafik kenaikan tegangan pada tiap tingkat pada  Gambar  2  merupakan  tegangan  puncak
Untuk mengetahui arus efektif yang mengalir ke tubuh,  maka  terlebih  dulu  perlu  diketahui tegangan  efektinya.  Pada  bentuk  gelombang
Gambar 5. Grafik tegangan efektif pada tiap tingkat pada tiap frekuensi
Setelah  didapatkan  elektrostimulator  yang dapat diketahui nilai tegangan efektifnya, maka
pengukuran  resistansi  tubuh  manusia  di  antara kedua elektroda. Pengukuran resistansi dilakukan    pada    meridian    akupunktur    dan non  akupunktur  dengan  variasi  variasi  jarak yaitu  5  dan  10  cm.  Pengukuran  dilakukan terhadap  naracoba  dengan  pengulangan  pada tiap   variasi   sebanyak  5   kali.   Pengukuran pada  meridian  akupunktur  dilakukan  pada
1966). Pada meridian akupunktur, titik acuan yang digunakan adalah titik BL48. Pengukuran  pada  non  akupunktur  terletak  di sebelah  kanan  titik  akupunktur  dengan  jarak antara  meridian akupunktur dan non
�� � 1/2 akupunktur adalah 5 cm. Untuk variasi jarak menggunakan  persamaan ��� = 1,177 √ , dengan   V eff adalah   tegangan   efektif,   V p adalah   tegangan   puncak,   t 1/2 adalah   lebar pulsa  (waktu  paruh)  dan  T  adalah  periode. Berdasarkan pengkuran menggunakan osiloskop, telah diketahui bahwa t 1/2 gelombang    spike-eksponensial    monofase pada  tiap  frekuensi  adalah  sebesar  10  µs. Lebar  pulsa  dengan  t 1/2 =  10µs  diharapkan dapat  mengurangi  rasa  sakit  (Doucet,  Lam and  Griffin,  2012)  dan  resiko  terjadinya kelelahan  otot  (Kesar,  Chou  and  Binder- Macleod,  2008;  Clair-Auger,  Collins  and Dewald,  2012).  Lebar  pulsa  10  µs  –  50  µs
telah terbukti mampu mempengaruhi pengerutan       serat       otot       dan       dapat
5 dan 10 cm dilakukan dengan menarik garis lurus  ke  atas  dari  titik  acuan,  sesuai  dengan jarak  yang  diinginkan.  Hasil  pengukuran resistansi  tubuh  manusia  akan  ditampilkan pada Gambar 6.
Gambar 6. Pengukuran resistansi tubuh manusisa di anatara kedua elektroda dengan variasi jarak 5 cm dan 10 cm yang dilakukan pada meridian akupunktur dan non akupunktur
Pengukuran   resistansi   tubuh   diantara kedua  elektroda  pada  Gambar  6  memiliki error     pengukuran     sebesar     1%.     Hasil pengukuran  pada  Gambar  6  menunjukkan bahwa  besarnya  jarak  diantara  ke  dua elektroda  linear  terhadap  besarnya  resistansi tubuh  manusia.  Hal  ini  sesuai  dengan  rumus persamaan   resistansi   suatu   material   yaitu = ℓ , sehingga semakin besar panjang (ℓ) maka nilai resistansinya akan semakin besar (MILAAN.,  1943;  Barr,  2007).  Selain  itu, berdasarkan  hasil  pada  Gambar  5  tersebut juga    menunjukkan    bahwa    nilai    resistansi pada  meridian  akupunktur  lebih  rendah dibandingkan  dengan  nilai  resistansi   pada
daerah  non  meridian  akupunktur.  Hal  ini sesuai  dengan  kaidah  akupunktur  bahwa meriadian akupunktur memiliki sifat resistansi  yang  kecil  (Saputra  and  Idayanti, 2002). Setelah  dilakukan  pengukuran    resistansi tubuh  diantara  kedua  elektroda,  maka  langkah selanjutnya  adalah  pengukuran  nilai  ambang stimulasi  dan  nilai  ambang  sakit.  Pengukuran nilai  ambang  stimulasi   dan   nilai  ambang sakit  bertujuan  untuk  menentukan  tegangan stimulasi     optimal.     Tegangan     stimulasi optimal  yang  dimaksud  adalah  tegangan stimulasi yang berada diantara nilai ambang stimulasi   dan   nilai   ambang   sakit.   Nilai ambang stimulasi adalah arus stimulasi terkecil yang  diberikan  ke  tubuh,  sehingga  tubuh merasakan  sensasi  stimulasi.  Sedangkan  nilai ambang   sakit   adalah   arus   stimulasi   yang diberikan ke tubuh hingga merasa tidak nyaman (sakit).  Pengukuran  nilai  ambang  stimulasi  dan nilai   ambang   sakit   dilakukan   kepada   lima naracoba     pada    titik    stimulasi     meridaian akupunktur  dan  non  akupunktur  dan  dengan variasi  jarak  5  cm  dan  10  cm.  Pada  masing- masing     variasi     pengukuran,     pengulangan pengukuran  dilakukan  sebanyak  5  kali.  Data hasil  pengukuran  nilai  ambang  stimulasi  dan nilai ambang sakit akan disajikan pada Gambar 7.
Gambar 7. Data hasil pengukuran nilai ambang sakit dan nilai ambang stimulasi. Diagram batang yang terarsir dan berada di dalam garis berwarna abu-abu adalah nilai ambang stimulasi. Sedangkan diagram batang yang terarsir dan berada di dalam garis berwarna biru adalah nilai ambang sakit.
Berdasarkan  data  pada  Gambar  7, nampak  bahwa  nilai  ambang  stimulasi  pada meridian  akupunktur  dan  non  akupunktur menunjukkan  nilai  yang  sama.  Bahkan  pada variasi  jarak  5  cm  maupun  10  cm  juga menunjukkan  nilai  yang  sama.  Perbedaan nilai  ambang  stimulasi  hanya  terjadi  pada variasi  frekuensi  stimulasi.  Nilai  ambang stimulasi pada frekuensi 4 Hz adalah sebesar 1.06  volt  dan  pada  frekuensi  100  Hz  adalah sebesar  7.33  volt.  Hal  ini  disebabkan  oleh pengaturan  kenaikan  tingkat  tegangan  pada sistem yang telah diwujudkan terbatas hanya sampai  dengan  16  tingkatan,  sehingga dimungkinkan    nilai    ambang    stimulasi terdapat  di  antara  0.95  (tingkat  ke  5)  dan 1.06  volt  (tingkat  ke  6)  pada  frekuensi  4  Hz dan  6.55  volt  (tingkat  ke  5)  dan  7.33  volt (tingkat  ke  6)  pada  frekuensi  100  Hz. Peningkatan  tegangan  pada  tingkat  5  ke  6 terlalu  banyak  karena  pada  tingkat  tersebut belum  masuk  di  dalam  rentang  kenaikan tegangan yang kenaikan tegangannya diperhalus.
Pengaturan kenaikan tegangan pada tiap tingkatan  disesuaikan  dengan  daerah  kritis stimulasi.  Daerah  kritis  stimulasi  adalah daerah  antara  nilai  ambang  stimulasi  dengan nilai  ambang  stimulasi,  sehingga  diharapkan dapat  diperoleh  ketepatan  penentuan  nilai ambang  sakit.  Sedangkan  nilai  ambang stimulasi  adalah  arus  minimum  yang  masuk ke  dalam  tubuh  hingga  tubuh  dapat merasakan sensasi stimulasi, sehingga pergeseran  nilai  ambang  stimulasi  yang didapatkan tidak berdampak
pada berkurangnya kehandalan sistem.
Pengukuran  nilai  ambang  sakit  pada frekuensi  4  Hz  pada  meridian  akupunktur dengan  variasi  jarak  5  cm  adalah  sebesar 1.18   volt  dan  pada   variasi  jarak  10   cm adalah  sebesar  1.20  volt.  Sedangkan  pada non  akupunktur  dengan  jarak  5  cm  adalah sebesar  1.42  volt  dan  pada  jarak  10  cm adalah  sebesar  1.67  volt.  Pengukuran  nilai ambang  sakit  pada  frekuensi  100  Hz  pada meridian  akupunktur  dengan  variasi  jarak  5 cm adalah sebesar 8.15 volt dan pada variasi jarak  10  cm  adalah  sebesar  8.34  volt. Sedangkan  pada  non  akupunktur  pada  jarak 5 cm adalah sebesar 9.12 volt dan pada jarak 10  cm  adalah  sebesar  9.86  volt.  Hal  ini menunjukkan  bahwa  variasi  bagian  tubuh yang  diberi  stimulasi  listrik  yaitu  pada meridian   akupunktur   dan   non   akupunktur
serta  variasi  jarak  mengakibatkan  perbedaan nilai ambang sakit.
Pengukuran nilai ambang sakit
menunjukkan   bahwa   meridian   akupunktur memiliki  nilai  ambang  sakit  yang  lebih rendah    dibandingkan    dengan    daerah stimulasi      non      akupunktur.      Hal      ini disebabkan  meridian  akupunktur  memiliki resistansi   yang   lebih   kecil   dibandingkan dengan  daerah  stimulasi  non  akupunktur (Saputra  and  Idayanti,  2002),  sehingga  pada tegangan     stimulasi     yang     sama     akan memberikan  arus  stimulasi  yang  lebih  tinggi pada     meridian     akupunktur.     Sedangkan pengukuran  nilai  ambang  sakit  pada  variasi jarak  menunjukkan  bahwa  semakin  panjang jarak  akan  memperbesar  nilai  ambang stimulasi.  Hal  ini  karena  pertambahan  jarak antara     kedua     elektroda     mengakibatkan pertambahan  nilai  resistansi  dan  semakin besar nilai resistansi menyebabkan nilai arus stimulasi  menjadi  semakin  kecil.  Gambar  7 juga  menunjukkan  bahwa  nilai  stimulasi  dan nilai ambang sakit pada frekuensi 4 Hz lebih rendah  dibandingkan  dengan  frekuensi  100 Hz.  Hal  ini  karena  pada  frekuensi  tinggi memberikan  sensasi  rasa  yang  lebih  lembut seperti  efek  kesemutan,  sedangkan  pada frekuensi    rendah    memberi    sensasi    rasa seperti ditekan (Sluka and Walsh, 2003).
Berdasarkan  data  pengukuran  resistansi pada Gambar 6, nilai resistansi terkecil yang terukur     adalah     68.10     kΩ     dan     pada pengukuran nilai ambang sakit pada Gambar 8,  nilai  ambang  sakit  tertinggi  yang  terukur adalah  9.86  Volt.  Apabila  diasumsikan  nilai resistansi  tubuh  terendah  dan  nilai  ambang sakit  tertinggi  yang  digunakan,  maka  dapat diketahui  arus  stimulasi  yang  dihasilkan adalah    0.15    mA.    Arus    stimulasi    tersebut yang  masih  jauh  di  bawah  batas  aman keamanan  alat  medis,  yaitu  sebesar  5  mA (Carr and Brown, 1998). Hal ini membuktikan  bahwa  sistem  yang  telah diwujudkan  aman,  tidak  berbahaya,  sesuai standar    keamanan    alat    medis    dan    layak untuk digunakan sebagai alat terapi kesehatan.
Data    hasil    pengukuran    dari    nilai resistansi  (Gambar  6),  pengukuran  nilai ambang  stimulasi  dan  nilai  ambang  sakit (Gambar  7)  akan  digunakan untuk  mentukan arus  maksimum  stimulasi.  Arus  stimulasi maksimum    diperoleh    dengan    membagi rerata   nilai   tegangan   stimulasi   pada   nilai
Variasi Titik Stimulasi Resistansi Tubuh (kΩ) Rerata (kΩ) 5 cm 69.79        74.10       68.10       70.77 72.53 71.06 10 cm 85.98        86.74       80.85       86.69 83.87 84.83 Non 5cm 100.61      101.66     100.62     105.54  103.29 102.34 Akupunktur 10cm 120.45      125.80     110.53     122.68  120.40 119.97 ambang  sakit  dengan  rerata  resistansi  tubuh diantara    kedua    elektroda.    Rerata    nilai
resistansi   tubuh   diantara   kedua   elektroda akan disajikan pada Tabel 2.
Tabel 2. Rerata nilai resistansi tubuh diantara kedua elektroda

## Akupunktur
Untuk  menjamin  keamanan  sistem  dan agar stimulasi yang diberikan tidak menyebabkan  ketidaknyamanan  atau  agar tidak    menyebabkan    sakit,    maka    nilai tegangan     stimulasi     yang     akan     dicari reratanya  adalah  tegangan  stimulasi  satu tingkat  di  bawah  nilai  ambang  sakit.  Nilai tegangan   stimulasi  satu  tingkat   di  bawah nilai ambang sakit ditunjukkan pada Tabel 3.

## Tabel 3. Nilai tegangan stimulasi satu tingkat di bawah ambang sakit
Rerata nilai tegangan stimulasi (Volt) Frekuensi Akupunktur                  Non Akupunktur 5 cm              10 cm           5 cm           10 cm 4 Hz 1.14                 1.18             1.32             1.42 100 Hz 7.93                 8.15             8.34             9.12 Berdasarkan data dari Tabel 2 dan Tabel 3 maka dilakukan perhitungan untuk diperoleh   arus   stimulasi   maksimal   pada frekuensi  4  Hz  dan  100  Hz,  sehingga diperoleh   arus   stimulasi   maksimal   pada frekuensi  4  Hz  sebesar  0.01  mA  dan  arus stimulasi  maksimal  pada  frekuensi  100  Hz sebesar   0.09   mA.   Besar   arus   maksimal stimulasi yang ditentukan ini jauh lebih kecil dibandingkan    dengan    batas    aman    arus stimulasi  yang  diijinkan  oleh  regulasi  alat medis,  yaitu  sebesar  5  mA  (Joseph  J.  Carr and    John    M.    Brown,    1998).    Hal    ini menjamin  bahwa  sistem  yang  diwujudkan aman   dan   mematuhi   standar   yang   telah ditetapkan regulasi alat medis.
Perbedaan frekuensi stimulasi mengakibatkan perbedaan arus stimulasi, sehingga  pada  saat  akan  melakukan  terapi menggunakan  elektrostimulator  perlu  dilakukan pemilihan  frekuensi  stimulasi  terlebih  dahulu. Berdasarkan  nilai  tegangan  efektif  pada  tiap tingkat  pada  masing-masing  frekuensi  pada Gambar 4 dan arus stimulasi maksimal pada tiap frekuensi,  maka  dengan  menggunakan  hukum ohm  dapat  diperoleh  nilai  resistansi  pada  tiap tingkat  pada  masing-masing  frekuensi.  Grafik hubungan  antara  resistansi  tubuh  terhadap tegangan  efektif  pada  frekuensi  4  Hz  akan disajikan    pada    Gambar    8    dan    grafik hubungan  antara  resistansi  tubuh  terhadap tegangan efektif pada frekuensi 100 Hz akan disajikan pada Gambar 9.
Gambar 7. Grafik hubungan antara resistansi tubuh terhadap tegangan efektif pada frekuensi 4 Hz
Gambar 8. Grafik hubungan antara resistansi tubuh terhadap tegangan efektif pada frekuensi 100 Hz
Nilai  resistansi  pada  tiap  tingkat  pada masing-masing    frekuensi    pada    Gambar    7 dan  8  akan  digunakan  sebagai  umpan  balik sistem,     sehingga     sistem     dapat     secara
otomatis   menentukan   tegangan   stimulasi yang  akan  diberikan  setelah  diketahui  nilai resistansi  tubuh  diantara  kedua  elektroda. Penentuan      tegangan      stimulasi      secara
otomatis dapat memberikan ketepatan tegangan  stimulasi,  sehingga  dengan  adanya sistem  ini maka terapi menggunakan elektrostimulator  dapat  berlangsung  secara efektif,  aman  dan  nyaman.  Efektif  dan nyaman  karena  tegangan  stimulasi  yang diberikan  berada  di  atas  nilai  ambang stimulasi  dan  berada  di  bawah  nilai  ambang sakit. Sedangkan  aman  karena arus  stimulasi yang  diberikan  jauh  lebih  kecil  dari  standar aman alat medis.

## 5     KESIMPULAN DAN SARAN
Hasil  rancangan  sistem  telah  mampu mengatur tegangan stimulasi elektrostimulator  secara  otomatis  berbasis resistansi tubuh dengan baik dengan ketepatan pengukuran resistansi tubuh memiliki  error  pengukuran  terbesar  sebesar
1%. Elektrostimulator yang dihasilkan memiliki bentuk gelombang spike- eksponensial  monofase,  dengan  frekuensi  4 dan  100  Hz  dan  memiliki  keungulan  yaitu lebar pulsa yang sangat sempit (10 µs), nilai tegangan  puncak  (0  –  400  volt)  yang dilengkapi  dengan  16  pengatur  tingkat tegangan.  Arus  efektif  yang  dihasilkan  oleh sistem  adalah  sebesar  0.01  mA  untuk frekuensi 4 Hz dan 0.09 mA untuk frekuensi 100  Hz,  sehingga  sistem  ini  aman  karena arus stimulasi efektif yang dihasilkan kurang dari 5 mA.
Untuk  meningkatkan  performa  dari elektrostimulator    yang    telah    diwujudkan perlu    dilakukan    perbaikan    sistem pengukuran  resistansi  tubuh  menggunakan sumber arus bolak-balik (AC) atau menggunakan pengukuran berbasis impedansi tubuh.

## DAFTAR PUSTAKA
Balakatounis, K. (2011)
‘Electrical stimulation for wound healing’,
Advanced  Wound  Repair  Therapies , 3(2),         pp.          571–586.          doi:
10.1533/9780857093301.5.571. Barr, R. P. and R. C. (2007) Bioelectricity A
Quantitative Approach .  3rd edn. Springer Science & Business Media. CHERYL    L.    LYNCH    and    MILOS    R.
POPOVIC        (2008)        ‘Functional Electrical  Stimulation’, IEEE  Control
Systems ,    28(2),    pp.    40–50.    doi:
10.1109/MCS.2007.914689. Clair-Auger,   J.   M.,   Collins,   D.   F.   and Dewald,  J.  P.  A.  (2012)  ‘The  effects of wide pulse neuromuscular electrical stimulation on elbow flexion torque in individuals  with  chronic  hemiparetic stroke’, Clinical Neurophysiology .
International  Federation  of  Clinical Neurophysiology,  123(11),  pp.  2247– 2255.                                               doi: 10.1016/j.clinph.2012.04.024. Doucet,  B.   M.,   Lam,   A.   and   Griffin,   L. (2012) ‘Neuromuscular Electrical Stimulation for Skeletal Muscle Function’, Yale    Journal    of    Biology and    Medicine ,    85(2),    pp.    201–215.
doi: 10.1007/BF02371250.
Ganong,  W.  F.  (2002)  ‘Buku  ajar  fisiologi kedokteran’, Edisi , 20, pp. 515–518. Gerrits,   H.   L. et   al. (2001)   ‘Peripheral vascular  changes  after  electrically stimulated   cycle   training   in   people with  spinal  cord  injury’, Archives  of Physical Medicine and Rehabilitation ,
82(6),         pp.         832–839.         doi: 10.1053/apmr.2001.23305.
Grill, W. M. and Mortimer, J. T. (1996) ‘The effect  of  stimulus  pulse  duration  on selectivity      of      neural      stimulation’, IEEE  Transactions  on  Biomedical Engineering , 43(2), pp. 161–166. doi: 10.1109/10.481985.
Guyton  Arthur,  C.  and  Hall,  J.  E.  (2007) ‘Buku   Ajar   Fisiologi   Kedokteran, edisi  11’, Jakarta:  EGC ,  pp.  1022– 1023.
Itoh,  S. et  al. (2008)  ‘Treatment  of  distal radius  fractures  with  a  wrist-bridging external fixation: the value of alternating electric current stimulation’, Journal  of  Hand  Surgery (European Volume) . Sage Publications Sage UK: London, England, 33(5), pp. 605–608. Jailani,  R.  and  Tokhi,  M.  O.  (2012)  ‘The effect of functional electrical stimulation     (FES)     on     paraplegic muscle  fatigue’, Proceedings  -  2012 IEEE 8th International Colloquium on Signal Processing and Its Applications,  CSPA  2012 ,  pp.  500–
504.                                                 doi:
10.1109/CSPA.2012.6194780.
Jie,    T. et    al. (2016)    ‘The    effective stimulating   pulse   for   restoration   of
blink   function   in   unilateral   facial nerve  paralysis  rabbits,  verified  by  a simple FES system’, European Archives  of  Oto-Rhino-Laryngology . Springer  Berlin  Heidelberg,  273(10), pp.  2959–2964.  doi:  10.1007/s00405- 015-3884-2.
Joseph  J.  Carr  and  John  M.  Brown  (1998) Introduction to Equipment Technology . third edit. Kawitana,  W.  R.  and  Prijo,  T.  A.  (2012)
‘Kajian    Biofisika    Terapi    Elektro Akupunktur’, in Samian (ed.) Seminar
Nasional    Fisika    Terapan    III . Surabaya:  Universitas  Airlangga,  pp.
E1–E4.  doi:  ISBN:  978-979-17494-2-
8.
Kesar, T., Chou, L. W. and Binder-Macleod,
S.  A.  (2008)  ‘Effects  of  stimulation frequency versus pulse duration modulation    on    muscle    fatigue’, Journal  of  Electromyography  and Kinesiology ,  18(4),  pp.  662–671.  doi: 10.1016/j.jelekin.2007.01.001. Koyuncu,  E.  (2010)  ‘The  effectiveness  of functional    electrical    stimulation    for the  treatment  of  shoulder  subluxation and  shoulder    pain    in    hemiplegic patients :  A  randomized  controlled trial’,    32(7),    pp.    560–566.    doi: 10.3109/09638280903183811. Mangold,  S. et  al. (2005)  ‘Transcutaneous functional   electrical   stimulation   for grasping   in   subjects   with   cervical spinal    cord    injury’, Spinal    Cord , 43(1),           pp.           1–13.           doi: 10.1038/sj.sc.3101644.
Mann,   F.   (1966) Atlas   of   acupuncture: points  and  meridians  in  relation  to surface        anatomy .        Butterworth- Heinemann.
Martínez-Rodríguez,  A. et  al. (2013)  ‘The effect  of  alternating  and  biphasic currents  on  humans’  wound  healing:
A  literature  review’, International Journal   of   Dermatology ,   52(9),   pp. 1053–1062.      doi:      10.1111/j.1365- 4632.2012.05836.x.
Masdar,  A.,  Ibrahim,  B.  S.  K.  K.  and  Jamil,
M.  M.  A.  (2012)  ‘Development  of wireless-based low-cost
current controlled  stimulator  for  patients  with spinal  cord  injuries’, 2012  IEEE-
EMBS  Conference    on    Biomedical Engineering   and   Sciences,   IECBES
2012 ,  (December),  pp.  493–498.  doi:
10.1109/IECBES.2012.6498175. Merrill, D. R., Bikson, M. and Jefferys, J. G. R.   (2005)   ‘Electrical   stimulation   of excitable  tissue:  Design  of  efficacious and  safe  protocols’, Journal  of
Neuroscience   Methods ,   141(2),   pp.
171–198.                                         doi:
10.1016/j.jneumeth.2004.10.020.
MILAAN.,  H.  C.  B.  and  J.  B.  van  (1943) ‘Measurements      of      the      specific Resistance   of   the   human   Body   to direct Current’, CXIV.
Peckham,  P.  H.  and  Knutson,  J.  S.  (2005) ‘Functional  Electrical  Stimulation  for Neuromuscular  Applications’, Annual Review   of   Biomedical   Engineering ,
7(1),         pp.          327–360.          doi:
10.1146/annurev.bioeng.6.040803.140
103.
Popović,    D.    B.    (2014)    ‘Advances    in functional    electrical    stimulation (FES)’, Journal  of  Electromyography and  Kinesiology ,  24(6),  pp.  795–802. doi: 10.1016/j.jelekin.2014.09.008. Price,  C.  I.  M.  and  Pandyan,  A.  D.  (2001) ‘Electrical  stimulation  for  preventing and  treating  post-stroke  shoulder  pain: a systematic Cochrane review’, Clinical rehabilitation . SAGE Publications    Sage    CA:  Thousand
Oaks, CA, 15(1), pp. 5–19.
S.,  C. et  al. (2008)  ‘Arm-cranking  exercise assisted     by     functional     electrical stimulation  in  C6  tetraplegia:  A  pilot study’, Technology  and  Health  Care , 16(6),   pp.   415–427.   Available   at: http://ovidsp.ovid.com/ovidweb.cgi?T =JS&PAGE=reference&D=emed8&N EWS=N&AN=2009366224. Sabut,   S.   K. et   al. (2011)   ‘Functional electrical  stimulation  of  dorsiflexor muscle:    Effects    on    dorsiflexor strength,  plantarflexor  spasticity,  and motor  recovery  in  stroke  patients’, NeuroRehabilitation ,  29(4),  pp.  393– 400. doi: 10.3233/NRE-2011-0717. Saputra,    K.    and    Idayanti,    A.    (2002) ‘Akupunktur       klinik’, Airlangga
University Press. Surabaya . Sluka,    K.    a    and    Walsh,    D.    (2003) ‘Transcutaneous electrical nerve stimulation:  basic  science  mechanisms and    clinical    effectiveness.’, The journal of pain : official journal of the
American Pain Society , 4(3), pp. 109– 121. doi: 10.1054/jpai.2003.434. Sutrisno (1986) ELEKTRONIKA:    Teori dasar dan penerapannya 1 . Bandung: ITB. Thijssen, D. H. et al. (2006) ‘Rapid vascular adaptations  to  training  and  detraining in  persons  with  spinal  cord  injury’, Archives  of  Physical  Medicine  and Rehabilitation ,    87(4),    pp.    474–481. doi: 10.1016/j.apmr.2005.11.005. Thijssen,  D.  H.  J. et  al. (2010)  ‘Effect  of functional electrostimulation on impaired  skin  vasodilator  responses  to local  heating  in  spinal  cord  injury’, Assistive Technology Research Series , 26,  pp.  311–313.  doi:  10.3233/978-1- 60750-080-3-311. Thrasher,      T.       A. et       al. (2009) ‘Neurorehabilitation      and      Neural Repair’.                                           doi: 10.1177/1545968308317436. Vromans,   M.   (2017)   ‘Force   and   Fatigue Development     Following    Electrical Stimulation :  The  Effect  of  Frequency and Fiber Type’.
Young,    S.,    Hampton,    S.    and    Tadej,    M.
(2011) ‘Study to evaluate the effect of low-intensity        pulsed        electrical currents   on   levels   of   oedema   in chronic non-healing wounds’, Journal of    wound    care .    MA    Healthcare London, 20(8), pp. 368–373. Zhaomin,  Y.,  Jingsheng,  Z.  and  Yueguang, L.  (2002) Chinese  acupuncture  and moxibustion . University of Traditional Chinese Medicine.